JP2896232B2 - 治療装置 - Google Patents
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Description
【発明の詳細な説明】 本発明は、マイクロ波電磁エネルギによる身体の治療
のための装置に関する。前記身体は、好ましくは生物学
的な組織である。特に、本発明は月経過多の治療に用い
るための装置に関する。しかしながら、この装置は、適
切な対象(load)へマイクロ波電磁エネルギを適用する
他の用途を有してもよい。さらに、本発明は、この装置
を使用した治療の方法にも関する。
のための装置に関する。前記身体は、好ましくは生物学
的な組織である。特に、本発明は月経過多の治療に用い
るための装置に関する。しかしながら、この装置は、適
切な対象(load)へマイクロ波電磁エネルギを適用する
他の用途を有してもよい。さらに、本発明は、この装置
を使用した治療の方法にも関する。
月経過多は、40歳を超えた女性によくある症状であ
り、子宮の内壁を構成する子宮内膜(endometrium)か
らの過度の出血として現れる。予後は、極端に長くて重
く、失血が、一般的な苦痛や不便さに加えて鉄分欠乏貧
血をもたらすため、その期間にひどく衰弱することにな
り得る。最も普通の治療の形態は、全子宮を取り除く子
宮摘出術を行うことである。しかしながら、大手術は費
用がかかるばかりでなく、患者は苦痛と長い回復期間を
耐えなければならない。これらの理由で代替治療法が追
求されている。
り、子宮の内壁を構成する子宮内膜(endometrium)か
らの過度の出血として現れる。予後は、極端に長くて重
く、失血が、一般的な苦痛や不便さに加えて鉄分欠乏貧
血をもたらすため、その期間にひどく衰弱することにな
り得る。最も普通の治療の形態は、全子宮を取り除く子
宮摘出術を行うことである。しかしながら、大手術は費
用がかかるばかりでなく、患者は苦痛と長い回復期間を
耐えなければならない。これらの理由で代替治療法が追
求されている。
各月経周期に脱落する子宮の内層は、約5ミリメータ
の厚みがあり子宮の内壁全体を覆っている子宮内膜から
生じる。もし、子宮内膜が、手術なしに全体的にあるい
は部分的に破壊されれば、月経過多は、治癒され得る
し、あるいは少なくとも軽減され得る。この破壊は、物
理的手段によるか、組織を加熱することによるか、ある
いは両方の組み合わせによって達成され得る。ほとんど
の身体組織に共通して、子宮内膜で約60℃の温度を5分
維持することにより、その細胞は破壊されるであろう。
子宮内膜が内層を再生することは不可能であるため、前
記症状は、治癒されるであろう。
の厚みがあり子宮の内壁全体を覆っている子宮内膜から
生じる。もし、子宮内膜が、手術なしに全体的にあるい
は部分的に破壊されれば、月経過多は、治癒され得る
し、あるいは少なくとも軽減され得る。この破壊は、物
理的手段によるか、組織を加熱することによるか、ある
いは両方の組み合わせによって達成され得る。ほとんど
の身体組織に共通して、子宮内膜で約60℃の温度を5分
維持することにより、その細胞は破壊されるであろう。
子宮内膜が内層を再生することは不可能であるため、前
記症状は、治癒されるであろう。
子宮摘出術に対する現在知られている代替技術は、様
々な度合いで成功しているが、皆欠点を有している。子
宮は、非常に繊細なV型をした袋状構造体であり、対向
する壁は、流体の薄膜によって通常分離されているが、
部分的に接触している場合もある。したがって、直接的
な物理的治療の目的であるいはそれを加熱するために子
宮内膜に接近するのは困難である。加熱は、子宮内膜だ
けに限定されなければならず、子宮の本体に及んではな
らず、またそれを超えてはならないので、入り口の直ぐ
周りの組織を治療することは特に困難である。
々な度合いで成功しているが、皆欠点を有している。子
宮は、非常に繊細なV型をした袋状構造体であり、対向
する壁は、流体の薄膜によって通常分離されているが、
部分的に接触している場合もある。したがって、直接的
な物理的治療の目的であるいはそれを加熱するために子
宮内膜に接近するのは困難である。加熱は、子宮内膜だ
けに限定されなければならず、子宮の本体に及んではな
らず、またそれを超えてはならないので、入り口の直ぐ
周りの組織を治療することは特に困難である。
最も容易で、最も複雑でない代替方法は、電力供給源
への単極性接続によって加熱された直径約5mmの鋼球を
用いるものである。その球は、子宮内膜を破壊するため
に外科医の制御の下に、子宮の中を転がされる。しかし
ながら、その方法は、時間をとり、高度に専門化された
外科の経験を要する。たとえ熟練した手腕によっても、
局所的な火傷は発生する可能性があり、あるいは他の領
域が充分に治療されない。
への単極性接続によって加熱された直径約5mmの鋼球を
用いるものである。その球は、子宮内膜を破壊するため
に外科医の制御の下に、子宮の中を転がされる。しかし
ながら、その方法は、時間をとり、高度に専門化された
外科の経験を要する。たとえ熟練した手腕によっても、
局所的な火傷は発生する可能性があり、あるいは他の領
域が充分に治療されない。
さらに、ある形態の電磁エネルギを用いることが知ら
れており、例えば、光波が用いられるレーザ切除によっ
て細胞破壊が達成されている。しかしながら、レーザ治
療には、高価なレーザ設備が必要であり、治療は、高度
に専門化された技術を用いて、行われなければならな
い。
れており、例えば、光波が用いられるレーザ切除によっ
て細胞破壊が達成されている。しかしながら、レーザ治
療には、高価なレーザ設備が必要であり、治療は、高度
に専門化された技術を用いて、行われなければならな
い。
ヨーロッパ特許公報第0407057号から、ラジオ周波数
電磁エネルギを用いることが知られている。例えば、そ
の特許に開示されている方法は、ラジオ周波数プローブ
を子宮の中に置き、それと患者の腰部の周りの鋼鉄製ベ
ルトとの間にラジオ周波数の場(radio frequency fiel
d)を形成することを含んでいる。この治療は、麻酔の
導入と回復とを含めて45分かかる。処置自体は、約15〜
20分かかり、プローブを動かすのに婦人科医はその間常
に注意していることが要求される。使用される典型的な
電力は、約550ワットであり、ラジオ周波数の電磁放射
線は、外へ漏らさないようにすることは困難であるの
で、有効にするためにはそれを子宮内膜の近くで動かさ
ねばならないからである。さらに、それは、ラジオ周波
数の電磁エネルギは、ほとんどの物質(組織も含めて)
を容易に通過し、非常に容易に漏洩し、治療の過程中に
患者と外科スタッフに傷害を知らずに与えるかもしれな
いという欠点を有する。
電磁エネルギを用いることが知られている。例えば、そ
の特許に開示されている方法は、ラジオ周波数プローブ
を子宮の中に置き、それと患者の腰部の周りの鋼鉄製ベ
ルトとの間にラジオ周波数の場(radio frequency fiel
d)を形成することを含んでいる。この治療は、麻酔の
導入と回復とを含めて45分かかる。処置自体は、約15〜
20分かかり、プローブを動かすのに婦人科医はその間常
に注意していることが要求される。使用される典型的な
電力は、約550ワットであり、ラジオ周波数の電磁放射
線は、外へ漏らさないようにすることは困難であるの
で、有効にするためにはそれを子宮内膜の近くで動かさ
ねばならないからである。さらに、それは、ラジオ周波
数の電磁エネルギは、ほとんどの物質(組織も含めて)
を容易に通過し、非常に容易に漏洩し、治療の過程中に
患者と外科スタッフに傷害を知らずに与えるかもしれな
いという欠点を有する。
ラジオ周波数エネルギを用いるもう一つの方法は、約
3〜30MHzの周波数において第1及び第2の電極を用い
る高温治療のための装置を開示するヨーロッパ特許公報
第0115420号に開示されている。
3〜30MHzの周波数において第1及び第2の電極を用い
る高温治療のための装置を開示するヨーロッパ特許公報
第0115420号に開示されている。
本発明の目的は、マイクロ波周波数の電磁放射線を用
いる改良された装置および方法を提供することである。
いる改良された装置および方法を提供することである。
約2.7GHzのマイクロ波は、水がその周波数における放
射線を強く吸収するため、一般に料理を用いられる。そ
のため、光周波数とラジオ周波数の電磁放射線の使用を
考えると、マイクロ波を試みるのは自明であるというこ
とが考えられるかもしれない。しかしながら、電子レン
ジに関しては、ウェーブガイド(waveguide)あるいは
容積寸法に特別な制限はなく、したがって、2.7GHzのよ
うに低い周波数や100cmあるいはそれ以上の波長も何も
問題も与えない。
射線を強く吸収するため、一般に料理を用いられる。そ
のため、光周波数とラジオ周波数の電磁放射線の使用を
考えると、マイクロ波を試みるのは自明であるというこ
とが考えられるかもしれない。しかしながら、電子レン
ジに関しては、ウェーブガイド(waveguide)あるいは
容積寸法に特別な制限はなく、したがって、2.7GHzのよ
うに低い周波数や100cmあるいはそれ以上の波長も何も
問題も与えない。
しかし、子宮の頚部は、最大で直径約10mmに広げられ
るだけであり、したがってプローブは一般の使用のため
に8mm以下の直径を有する必要がある。従来の設計で
は、このことは、この寸法の従来のウェーブガイドを用
いるならマイクロ波周波数はずっと高い必要があり、子
宮内膜に充分な電力が与えられない、すなわち、周波数
が高ければ高いほど治療される組織による吸収の深さは
浅くなるということを意味するであろう。さらに、定在
波パターンは、不均一な加熱を生じるであろうというこ
とが考えられた。しかしながら、定在波は、反射が存在
するところに発生するのみであり、本発明者らは、子宮
の壁が反射を発生させるというよりも、波が潜在的な電
位反射対象物に到達する前に波をゼロに速やかに低減さ
せる子宮内膜の損失特性を有する組織によって波が吸収
するということを発見した。
るだけであり、したがってプローブは一般の使用のため
に8mm以下の直径を有する必要がある。従来の設計で
は、このことは、この寸法の従来のウェーブガイドを用
いるならマイクロ波周波数はずっと高い必要があり、子
宮内膜に充分な電力が与えられない、すなわち、周波数
が高ければ高いほど治療される組織による吸収の深さは
浅くなるということを意味するであろう。さらに、定在
波パターンは、不均一な加熱を生じるであろうというこ
とが考えられた。しかしながら、定在波は、反射が存在
するところに発生するのみであり、本発明者らは、子宮
の壁が反射を発生させるというよりも、波が潜在的な電
位反射対象物に到達する前に波をゼロに速やかに低減さ
せる子宮内膜の損失特性を有する組織によって波が吸収
するということを発見した。
本発明によれば、予め定められた周波数のマイクロ波
信号入力を受ける手段と、前記周波数のマイクロ波を通
常は通過させない断面寸法を有する、前記マイクロ波周
波数入力を受け伝播するウェーブガイドと、その誘電率
が前記ウェーブガイドの遮断(cut−off)周波数を、前
記予め定められた周波数の望ましいモードのマイクロ波
を通過させるように変化させる、前記ウェーブガイド内
の誘電性材料と、プローブからの波の送出を可能にして
いるプローブの末端および末端近辺の露出アンテナ部分
とを含む、マイクロ波周波数の電磁放射線を身体に照射
するためのプローブが提供される。
信号入力を受ける手段と、前記周波数のマイクロ波を通
常は通過させない断面寸法を有する、前記マイクロ波周
波数入力を受け伝播するウェーブガイドと、その誘電率
が前記ウェーブガイドの遮断(cut−off)周波数を、前
記予め定められた周波数の望ましいモードのマイクロ波
を通過させるように変化させる、前記ウェーブガイド内
の誘電性材料と、プローブからの波の送出を可能にして
いるプローブの末端および末端近辺の露出アンテナ部分
とを含む、マイクロ波周波数の電磁放射線を身体に照射
するためのプローブが提供される。
前記マイクロ波信号を受ける手段は、第2のウェーブ
ガイドを有し、移行手段が第1及び第2のウェーブガイ
ドの間に設けられていてもよい。この配置においては、
第1のウェーブガイドは、典型的には直径約10mmの円形
のウェーブガイドであることが好適である。さらに、第
2のウェーブガイドは、直径約20mmの円形のウェーブガ
イドでもよい。移行手段は、第1及び第2のウェーブガ
イドを相互接続し且つ誘電性材料が充填されている、テ
ーパの付けられたウェーブガイドを含んでいてもよい。
ガイドを有し、移行手段が第1及び第2のウェーブガイ
ドの間に設けられていてもよい。この配置においては、
第1のウェーブガイドは、典型的には直径約10mmの円形
のウェーブガイドであることが好適である。さらに、第
2のウェーブガイドは、直径約20mmの円形のウェーブガ
イドでもよい。移行手段は、第1及び第2のウェーブガ
イドを相互接続し且つ誘電性材料が充填されている、テ
ーパの付けられたウェーブガイドを含んでいてもよい。
前記誘電性材料は、好ましくは、移行を最適にするた
めに移行部においてテーパ付きの末端を有し、プローブ
の露出アンテナ部分を形成するために第1のウェーブガ
イドを超えて外側に延びているセラミックのロッドの形
状にされる。本発明における誘電体の充填された第1の
ウェーブガイドの使用により、与えられた周波数におけ
る、誘電体の中の波長はより短いので、第1のウェーブ
ガイドをより小さい直径にすることが可能になる。従っ
て、波長を基準にしたプローブの直径は、移行を通して
一定のままである。如何なる波長に対しても、プローブ
の最少の直径は、波長の約半分である。それより小さい
ものについては、波は通過しないであろう。セラミック
ロッドのテーパの付けられた末端は、第2のウェーブガ
イドの中の空気とセラミック材料との間の誘電性の不整
合を克服する。テーパがなければ、第1及び第2のウェ
ーブガイドの間のインタフェースにおいて反射の危険が
あろう。
めに移行部においてテーパ付きの末端を有し、プローブ
の露出アンテナ部分を形成するために第1のウェーブガ
イドを超えて外側に延びているセラミックのロッドの形
状にされる。本発明における誘電体の充填された第1の
ウェーブガイドの使用により、与えられた周波数におけ
る、誘電体の中の波長はより短いので、第1のウェーブ
ガイドをより小さい直径にすることが可能になる。従っ
て、波長を基準にしたプローブの直径は、移行を通して
一定のままである。如何なる波長に対しても、プローブ
の最少の直径は、波長の約半分である。それより小さい
ものについては、波は通過しないであろう。セラミック
ロッドのテーパの付けられた末端は、第2のウェーブガ
イドの中の空気とセラミック材料との間の誘電性の不整
合を克服する。テーパがなければ、第1及び第2のウェ
ーブガイドの間のインタフェースにおいて反射の危険が
あろう。
別態様の装置においては、単一のウェーブガイドが設
けられ、マイクロ波入力を受ける手段は、所望の小さい
断面寸法の誘電体充填ウェーブガイドを直接励起する。
けられ、マイクロ波入力を受ける手段は、所望の小さい
断面寸法の誘電体充填ウェーブガイドを直接励起する。
プローブの好ましい形態は、第1のウェーブガイドと
保護用の被覆との間に配置された複数の温度感知器を含
んでいる。前記複数の感知器は、プローブの長さ方向に
沿った異なる位置における温度を検出するために、異な
る長さを有していてもよく、温度感知器インタフェース
において結合されている。
保護用の被覆との間に配置された複数の温度感知器を含
んでいる。前記複数の感知器は、プローブの長さ方向に
沿った異なる位置における温度を検出するために、異な
る長さを有していてもよく、温度感知器インタフェース
において結合されている。
プローブは、単一のユニットであることが好ましい
が、プローブは、2つあるいはそれ以上の分割可能な部
分を有してもよい。従って、本発明のもう一つ要旨で
は、使用時に、機能的に一緒に結合される2段、すなわ
ち、第1の誘電性の段および第2の誘電性の段とを含
み、前記第1の誘電性の段は、第1の断面を有する第1
のウェーブガイドと、第1のウェーブガイドの断面より
も大きな第2の断面を有し、予め定められた周波数のマ
イクロ波信号入力を受け伝播する第2のウェーブガイド
と、予め定められた周波数における前記マイクロ波信号
を伝播させるように、その誘電率が第1のウェーブガイ
ドの遮断周波数を変化させる誘電性材料を含む、第1及
び第2のウェーブガイドの間の移行手段とを含み、前記
第2に誘電性の段は、誘電性材料のプローブアンテナ
と、前記誘電性材料からなる部分の周りの、第1のウェ
ーブガイドと実質的におなじ断面を有する第3のウェー
ブガイドと、プローブからの波の送出を可能にする、プ
ローブの自由末端および自由末端近辺の露出アンテナ部
分とを含む、マイクロ波周波数の電磁放射線を身体に照
射するためにプローブが提供される。
が、プローブは、2つあるいはそれ以上の分割可能な部
分を有してもよい。従って、本発明のもう一つ要旨で
は、使用時に、機能的に一緒に結合される2段、すなわ
ち、第1の誘電性の段および第2の誘電性の段とを含
み、前記第1の誘電性の段は、第1の断面を有する第1
のウェーブガイドと、第1のウェーブガイドの断面より
も大きな第2の断面を有し、予め定められた周波数のマ
イクロ波信号入力を受け伝播する第2のウェーブガイド
と、予め定められた周波数における前記マイクロ波信号
を伝播させるように、その誘電率が第1のウェーブガイ
ドの遮断周波数を変化させる誘電性材料を含む、第1及
び第2のウェーブガイドの間の移行手段とを含み、前記
第2に誘電性の段は、誘電性材料のプローブアンテナ
と、前記誘電性材料からなる部分の周りの、第1のウェ
ーブガイドと実質的におなじ断面を有する第3のウェー
ブガイドと、プローブからの波の送出を可能にする、プ
ローブの自由末端および自由末端近辺の露出アンテナ部
分とを含む、マイクロ波周波数の電磁放射線を身体に照
射するためにプローブが提供される。
好ましくは、前記第1の誘電性の段の移行手段は、第
1及び第2のウェーブガイドを相互接続しているテーパ
付きのウェーブガイドと、移行を最適化するためにテー
パを付けられたウェーブガイドの中の誘電性材料のテー
パを付けられた末端と、前記誘電性材料のテーパのつい
た末端と前記テーパ付きのウェーブガイドとの間にあ
り、その誘電率が空気よりも大きいが、その誘電性材料
よりは小さい誘電性の緩衝部とを含む。
1及び第2のウェーブガイドを相互接続しているテーパ
付きのウェーブガイドと、移行を最適化するためにテー
パを付けられたウェーブガイドの中の誘電性材料のテー
パを付けられた末端と、前記誘電性材料のテーパのつい
た末端と前記テーパ付きのウェーブガイドとの間にあ
り、その誘電率が空気よりも大きいが、その誘電性材料
よりは小さい誘電性の緩衝部とを含む。
この装置において、プローブは、子宮内膜切除のため
のものであってよく、第2の誘電性の段は、子宮の中で
の位置出しを助けるために、対向する膨張可能なカテー
テルを含んでいてもよい。好適には、さらに、第2の誘
電性の段は、温度感知手段を含んでいる。2つの段が設
けられる場合、プローブは、プローブの第1及び第2の
段の間の接合部において、温度感知手段及びカテーテル
膨張のためのインタフェース手段を含み得る。
のものであってよく、第2の誘電性の段は、子宮の中で
の位置出しを助けるために、対向する膨張可能なカテー
テルを含んでいてもよい。好適には、さらに、第2の誘
電性の段は、温度感知手段を含んでいる。2つの段が設
けられる場合、プローブは、プローブの第1及び第2の
段の間の接合部において、温度感知手段及びカテーテル
膨張のためのインタフェース手段を含み得る。
必要であれば、露出アンテナ部分は、マイクロ波の選
択的伝達のためのガイド手段(guidance means)を含ん
でいてもよい。ガイド手段は、露出部分の長さに沿って
マイクロ波のエネルギの漏洩を均一にするために、露出
されたアンテナ部分の外側の末端に向かって次第に細く
なる薄い金属層を含んでもよい。その金属は、波の反射
と伝達との差動的な関係を生じさせる、ロッドの長さ方
向に沿って厚みが変わるクロム(chromium)であってよ
く、したがって、プローブの円柱状の領域に渡って均一
にエネルギを放射する。また、ガイド手段は、ロッドの
露出された長さに沿って等級が変化する網、あるいはそ
の間隔が徐々に広くなるように間隔をおいて配置された
複数のリングでもよい。
択的伝達のためのガイド手段(guidance means)を含ん
でいてもよい。ガイド手段は、露出部分の長さに沿って
マイクロ波のエネルギの漏洩を均一にするために、露出
されたアンテナ部分の外側の末端に向かって次第に細く
なる薄い金属層を含んでもよい。その金属は、波の反射
と伝達との差動的な関係を生じさせる、ロッドの長さ方
向に沿って厚みが変わるクロム(chromium)であってよ
く、したがって、プローブの円柱状の領域に渡って均一
にエネルギを放射する。また、ガイド手段は、ロッドの
露出された長さに沿って等級が変化する網、あるいはそ
の間隔が徐々に広くなるように間隔をおいて配置された
複数のリングでもよい。
プローブが、子宮内膜切除のような医学的な治療に用
いられる場合には、プローブが使用毎に無菌であること
が重要である。使い捨てのプローブを提供することは可
能であろうが、不必要に高価であると考えられる。従っ
て、好ましくは、プローブは、使用時にプローブを包み
込む取り外し可能で使い捨て可能な被覆を含んでいる。
いられる場合には、プローブが使用毎に無菌であること
が重要である。使い捨てのプローブを提供することは可
能であろうが、不必要に高価であると考えられる。従っ
て、好ましくは、プローブは、使用時にプローブを包み
込む取り外し可能で使い捨て可能な被覆を含んでいる。
従って、本発明のもう一つの要旨では、マイクロ波周
波数の電磁放射線を身体に照射するためのプローブの保
護手段であって、使用時には、プローブを覆ってプロー
ブの作動末端を包み込み、意図された動作周波数におけ
るマイクロ波に対しては、実質的に透過性であるチュー
ブ体を具備する被覆と、その被覆を所定の位置に固定す
る手段とを有し、プローブの使用後にその被覆を取り外
し捨てることのできる保護手段が提供される。好ましく
は、被覆は透明であり、ウェーブガイドは、挿入を助け
るための目盛りあるいは測定用目印を有する。
波数の電磁放射線を身体に照射するためのプローブの保
護手段であって、使用時には、プローブを覆ってプロー
ブの作動末端を包み込み、意図された動作周波数におけ
るマイクロ波に対しては、実質的に透過性であるチュー
ブ体を具備する被覆と、その被覆を所定の位置に固定す
る手段とを有し、プローブの使用後にその被覆を取り外
し捨てることのできる保護手段が提供される。好ましく
は、被覆は透明であり、ウェーブガイドは、挿入を助け
るための目盛りあるいは測定用目印を有する。
前記保護手段は、好ましくは、使用するプローブを収
容するようにされ、前記被覆との相互係合によりプロー
ブの周りの所定位置にロックされる使い捨てハンドルを
さらに含んでいる。保護手段は、好適には、1回使用を
確実にするためのバーコードのような個別同定手段をさ
らに含んでいる。前記保護用の被覆は、さらに、バーコ
ードを有していてもよい。
容するようにされ、前記被覆との相互係合によりプロー
ブの周りの所定位置にロックされる使い捨てハンドルを
さらに含んでいる。保護手段は、好適には、1回使用を
確実にするためのバーコードのような個別同定手段をさ
らに含んでいる。前記保護用の被覆は、さらに、バーコ
ードを有していてもよい。
本発明のプローブおよび装置は、所望の用途に使用で
きるものではあるが、このプローブは、好ましくは、子
宮内膜の切除(ablation)に用いられる。したがって、
本発明の好ましい方法として、広げられた頚部の寸法よ
りも大きくない外形寸法の作動末端を少なくとも具備す
る上述のプローブを用意し、プローブの前記作動末端を
頚部を通して子宮の中に挿入し、子宮内膜によって実質
的に完全に吸収される周波数においてプローブにマイク
ロ波エネルギを加え、子宮内膜組織の約60℃への加熱を
確実にするために作動温度を監視し、子宮内膜の細胞を
破壊するのに充分な時間マイクロ波エネルギの印加を維
持することを含む、子宮内膜の切除方法が提供される。
前記マイクロ波エネルギは、連続的にあるいはパルスと
して印加されてもよい。
きるものではあるが、このプローブは、好ましくは、子
宮内膜の切除(ablation)に用いられる。したがって、
本発明の好ましい方法として、広げられた頚部の寸法よ
りも大きくない外形寸法の作動末端を少なくとも具備す
る上述のプローブを用意し、プローブの前記作動末端を
頚部を通して子宮の中に挿入し、子宮内膜によって実質
的に完全に吸収される周波数においてプローブにマイク
ロ波エネルギを加え、子宮内膜組織の約60℃への加熱を
確実にするために作動温度を監視し、子宮内膜の細胞を
破壊するのに充分な時間マイクロ波エネルギの印加を維
持することを含む、子宮内膜の切除方法が提供される。
前記マイクロ波エネルギは、連続的にあるいはパルスと
して印加されてもよい。
子宮内膜を加熱するためにマイクロ波エネルギを使用
することは、2つの主要な利点を有する。第1に、マイ
クロ波周波数の電磁放射線は、組織によって強く吸収さ
れ、約8〜12GHzにおける全てのマイクロ波エネルギ
は、厚さ約5mmの組織の層に吸収されるとともに、マイ
クロ波加熱がこの領域を超えることは不可能である。こ
のことは、約5mmの厚さである子宮内膜の治療にとって
理想的である。第2に、この強い吸収のため、望ましい
温度を達成するために要求されるエネルギ量は、RF周波
数に比較して比較的に小さく、必要なエネルギは、他の
現在の治療法が要する時間よりも短い時間に放出され得
る。所望の場合、組織が瞬間的に約60°C以上に加熱さ
れ、従って全治療時間がさらに短くなり得るように、前
記放射線は、パルス状にされてもよい。
することは、2つの主要な利点を有する。第1に、マイ
クロ波周波数の電磁放射線は、組織によって強く吸収さ
れ、約8〜12GHzにおける全てのマイクロ波エネルギ
は、厚さ約5mmの組織の層に吸収されるとともに、マイ
クロ波加熱がこの領域を超えることは不可能である。こ
のことは、約5mmの厚さである子宮内膜の治療にとって
理想的である。第2に、この強い吸収のため、望ましい
温度を達成するために要求されるエネルギ量は、RF周波
数に比較して比較的に小さく、必要なエネルギは、他の
現在の治療法が要する時間よりも短い時間に放出され得
る。所望の場合、組織が瞬間的に約60°C以上に加熱さ
れ、従って全治療時間がさらに短くなり得るように、前
記放射線は、パルス状にされてもよい。
マイクロ波エネルギが吸収される材料の深さは、周波
数と材料の電気的特性とに依存する。これを子宮内膜組
織の約5mmに設定するには、約8〜12GHzの周波数が要求
される。そして、この周波数が前記波を送るのに必要と
されるウェーブガイドの寸法を決定する。もし、従来の
ウェーブガイドが使用されるならば、約20mmの直径が必
要とされるであろう。これは、子宮に入れるのには明ら
かにあまりにも大きすぎる。本発明によれば、遮断波長
は、約8mmの外径のウェーブガイドへの移行を提供す
る、セラミック材料やプラスチック誘電性材料あるいは
他の適切な材料のような高誘電率材料の使用によって効
果的に低減される。
数と材料の電気的特性とに依存する。これを子宮内膜組
織の約5mmに設定するには、約8〜12GHzの周波数が要求
される。そして、この周波数が前記波を送るのに必要と
されるウェーブガイドの寸法を決定する。もし、従来の
ウェーブガイドが使用されるならば、約20mmの直径が必
要とされるであろう。これは、子宮に入れるのには明ら
かにあまりにも大きすぎる。本発明によれば、遮断波長
は、約8mmの外径のウェーブガイドへの移行を提供す
る、セラミック材料やプラスチック誘電性材料あるいは
他の適切な材料のような高誘電率材料の使用によって効
果的に低減される。
本発明のプローブに関しては、埋め込まれたアンテナ
にエネルギを与える線に沿った子宮の外側に、放射線漏
洩および不注意の加熱を生じさせる可能性はない。狭い
頚部を通してエネルギを与えるという問題は、したがっ
て解消された。
にエネルギを与える線に沿った子宮の外側に、放射線漏
洩および不注意の加熱を生じさせる可能性はない。狭い
頚部を通してエネルギを与えるという問題は、したがっ
て解消された。
子宮の中にエネルギを与えると、そのエネルギは、入
力末端近くで放射線が漏れるのを阻止するように配置さ
れているアンテナの露出部分によって、子宮によって形
成されたほぼ平らで三角形状をした袋状部に均一に分配
させる。子宮内膜の組織を破壊するのに必要な温度上昇
は、2.5分の治療時間では60ワットのマイクロ波エネル
ギしか必要としないであろう。
力末端近くで放射線が漏れるのを阻止するように配置さ
れているアンテナの露出部分によって、子宮によって形
成されたほぼ平らで三角形状をした袋状部に均一に分配
させる。子宮内膜の組織を破壊するのに必要な温度上昇
は、2.5分の治療時間では60ワットのマイクロ波エネル
ギしか必要としないであろう。
子宮の内壁に接近することは困難であり、そのような
場合には、加熱効果の均一な分布を与えるという有利に
用いられ得るマイクロ波の特質があるということが見出
されるであろう。特に、マイクロ波は、組織によって強
く吸収されるのみで、介在する如何なる気体によっても
吸収されることはない。所望の場合、子宮は、壁がアン
テナから離され、均一な放射線量を受けるように、二酸
化炭素のようなガスによって膨張させてもよい。その気
体は、セラミックロッドの中に形成された中央の穴を通
して供給されてもよい。プローブが膨張可能な複数のカ
テーテルを含んでいる場合には、これらは、子宮内の挿
入および位置決めを助けるため、必要に応じ、選択的に
膨張させてもよい。また、プローブは、所望の場合、光
学ファイバ視覚装置を設けてもよい。
場合には、加熱効果の均一な分布を与えるという有利に
用いられ得るマイクロ波の特質があるということが見出
されるであろう。特に、マイクロ波は、組織によって強
く吸収されるのみで、介在する如何なる気体によっても
吸収されることはない。所望の場合、子宮は、壁がアン
テナから離され、均一な放射線量を受けるように、二酸
化炭素のようなガスによって膨張させてもよい。その気
体は、セラミックロッドの中に形成された中央の穴を通
して供給されてもよい。プローブが膨張可能な複数のカ
テーテルを含んでいる場合には、これらは、子宮内の挿
入および位置決めを助けるため、必要に応じ、選択的に
膨張させてもよい。また、プローブは、所望の場合、光
学ファイバ視覚装置を設けてもよい。
さらに、本発明は、前述のようなプローブと、マイク
ロ波エネルギ源とを有する、選択的なマイクロ波伝達の
ためのシステムを含む。好ましくは、そのシステムの変
数がコンピュータ制御される。
ロ波エネルギ源とを有する、選択的なマイクロ波伝達の
ためのシステムを含む。好ましくは、そのシステムの変
数がコンピュータ制御される。
本発明を、付属の図面を参照し、実施例によって説明
する。
する。
図1は、本発明の好ましいプローブの概略側立面図で
ある。
ある。
図2は、図1のプローブを組み込んだ好ましいシステ
ムのブロック図である。
ムのブロック図である。
図3は、本発明のプローブの第2に実施例の概略側立
面図である。
面図である。
図4は、図3のプローブを組み込んだシステムのブロ
ック図である。
ック図である。
図5は、本発明のプローブの第3の実施例の概略側立
面図である。
面図である。
図6は、本発明のプローブの第4の実施例の概略側立
面図である。
面図である。
図7は、保護用の被覆を含む、本発明のプローブの概
略側立面図である。
略側立面図である。
図8a、図8b及び図8cは、保護用の被覆の1回使用を確
実にするための装置の模式的な外観である。
実にするための装置の模式的な外観である。
図9a及び図9bは、使用中の本発明のプローブを示す簡
略化した図である。
略化した図である。
図1において、マイクロ波プローブ(1)は、一端
に、プローブの用途に従って決定される直径である第1
の直径を有する第1の円形のウェーブガイド(2)と、
他端により大きい第2の直径を有する第2の円形のウェ
ーブガイド(3)とを有する。第1のウェーブガイド
(2)とより大きな直径の第2のウェーブガイド(3)
との間の移行部は、円錐台形のウェーブガイド(4)
と、主には第1のウェーブガイド(2)の中に位置する
誘電性ロッド(5;dielectric rod)とを含む。誘電性ロ
ッド(5)は、移行ウェーブガイド(4)の中に延びて
いるテーパの付けられた末端(6)を有している。誘電
性のテーパ付きの末端(6)の周りに、空気よりも大き
いが、誘電性ロッド(6)のそれより小さい誘電特性を
有する誘電性緩衝プラグ(7;dielectric buffer plug)
が配置されている。
に、プローブの用途に従って決定される直径である第1
の直径を有する第1の円形のウェーブガイド(2)と、
他端により大きい第2の直径を有する第2の円形のウェ
ーブガイド(3)とを有する。第1のウェーブガイド
(2)とより大きな直径の第2のウェーブガイド(3)
との間の移行部は、円錐台形のウェーブガイド(4)
と、主には第1のウェーブガイド(2)の中に位置する
誘電性ロッド(5;dielectric rod)とを含む。誘電性ロ
ッド(5)は、移行ウェーブガイド(4)の中に延びて
いるテーパの付けられた末端(6)を有している。誘電
性のテーパ付きの末端(6)の周りに、空気よりも大き
いが、誘電性ロッド(6)のそれより小さい誘電特性を
有する誘電性緩衝プラグ(7;dielectric buffer plug)
が配置されている。
第1のウェーブガイド(2)は、プローブ(1)の自
由端の方向に延びているが、自由端の一寸前で止まり、
露出アンテナ部分(8)を残している。露出アンテナ部
分(8)と第1のウェーブガイド(2)とには、プロー
ブ用途に従って図示されるような形状をしていてもよ
い、生物医学的に不活性でマイクロ波を透過させる材
料、例えば、保護用PTFEあるいは同様な材料からなる、
保護用の取り外し可能に配置された被覆(9)が設けら
れている。動作温度を感知するために、プローブ(1)
は、熱電対線温度感知手段(10)を含んでいる。
由端の方向に延びているが、自由端の一寸前で止まり、
露出アンテナ部分(8)を残している。露出アンテナ部
分(8)と第1のウェーブガイド(2)とには、プロー
ブ用途に従って図示されるような形状をしていてもよ
い、生物医学的に不活性でマイクロ波を透過させる材
料、例えば、保護用PTFEあるいは同様な材料からなる、
保護用の取り外し可能に配置された被覆(9)が設けら
れている。動作温度を感知するために、プローブ(1)
は、熱電対線温度感知手段(10)を含んでいる。
図1から分かるように、第2のウェーブガイド(3)
は、さらに、ウェーブガイド調整用の突出部(11)を含
んでいる。突出部(11)は、第2のウェーブガイド
(3)の壁に設けられ、身体内におけるアンテナ部分
(8)を内在的に整合させる手段を提供している。特定
の対象、好ましくは、この用途においては子宮内膜組織
に整合させたプローブは、広範囲の予めの動作調整の必
要性を軽減するであろう。また、突出部(11)を用意し
たことにより、同軸供給線のシステム調整回路網の末端
において整合を開始するとき、生じる可能性がある、同
軸供給線(12)における定在波の存在を制限する。同軸
供給線における定在波は、熱を発生し、ケーブルの稼動
寿命を低減させる。
は、さらに、ウェーブガイド調整用の突出部(11)を含
んでいる。突出部(11)は、第2のウェーブガイド
(3)の壁に設けられ、身体内におけるアンテナ部分
(8)を内在的に整合させる手段を提供している。特定
の対象、好ましくは、この用途においては子宮内膜組織
に整合させたプローブは、広範囲の予めの動作調整の必
要性を軽減するであろう。また、突出部(11)を用意し
たことにより、同軸供給線のシステム調整回路網の末端
において整合を開始するとき、生じる可能性がある、同
軸供給線(12)における定在波の存在を制限する。同軸
供給線における定在波は、熱を発生し、ケーブルの稼動
寿命を低減させる。
しかしながら、患者毎の微妙な負荷変動は、図2で示
されるシステム調整回路網(13)を用いて微調整され得
る。図2において、本発明のプローブ(1)は、マイク
ロ波スペクトラム、好ましくは8〜12GHzの領域にある
マイクロ波周波数の入力を、マイクロ波周波数発生源お
よび増幅器(14)から供給される。増幅された信号は、
ウェーブガイド線(15)および同軸供給線(12)を介し
てプローブ(1)に伝えられる。突出部(11)を設けた
ことにより、特定の対象に対するプローブの調整が可能
になるが、調整回路網(16)によって与えられる微調整
は、負荷を与えられたプローブへの電力の整合の微調整
を制御する。発生源/増幅ユニット(14)の電力レベル
は、ウェーブガイド線(15)の電力感知器(17)によっ
て監視される。温度測定ユニット(18)は、プローブ/
組織インタフェース(1)における温度感知器示度を取
得するようにされている。種々の信号は、照合され、整
えられ、使用者の従来のPCグラフィックスモニタ(20)
とのインタフェースをとるPC/使用者インターフェース
(19)に供給される。このように使用者は、発生源(1
4)の周波数を変更してもよいし、要求される電力レベ
ルを設定してもよいし、対象への最適な整合を達成する
ために調整回路網(16)を変化させてもよい。さらに、
治療中に、温度データの実時間グラフを、モニタ(20)
で見ることがである。
されるシステム調整回路網(13)を用いて微調整され得
る。図2において、本発明のプローブ(1)は、マイク
ロ波スペクトラム、好ましくは8〜12GHzの領域にある
マイクロ波周波数の入力を、マイクロ波周波数発生源お
よび増幅器(14)から供給される。増幅された信号は、
ウェーブガイド線(15)および同軸供給線(12)を介し
てプローブ(1)に伝えられる。突出部(11)を設けた
ことにより、特定の対象に対するプローブの調整が可能
になるが、調整回路網(16)によって与えられる微調整
は、負荷を与えられたプローブへの電力の整合の微調整
を制御する。発生源/増幅ユニット(14)の電力レベル
は、ウェーブガイド線(15)の電力感知器(17)によっ
て監視される。温度測定ユニット(18)は、プローブ/
組織インタフェース(1)における温度感知器示度を取
得するようにされている。種々の信号は、照合され、整
えられ、使用者の従来のPCグラフィックスモニタ(20)
とのインタフェースをとるPC/使用者インターフェース
(19)に供給される。このように使用者は、発生源(1
4)の周波数を変更してもよいし、要求される電力レベ
ルを設定してもよいし、対象への最適な整合を達成する
ために調整回路網(16)を変化させてもよい。さらに、
治療中に、温度データの実時間グラフを、モニタ(20)
で見ることがである。
図3および図4の実施例において、プローブ装置は、
プローブが2つの部分に形成されていることを除けば、
図1および2を参照して記載したものと同様である。図
3において、マイクロ波プローブ(101)は、誘電体の
入力段(102)および誘電体の出力段(103)を有してい
る。入力段(102)は、一端に第1の直径を有する円形
のウェーブガイド(104)と、他端に、プローブ用途に
に従って決定した直径であるより小さい第2の直径を有
する円形のウェーブガイド(105)とを含んでいる。ウ
ェーブガイド(104)とより小さい直径のウェーブガイ
ド(105)との間の移行部は、円錐台形のウェーブガイ
ド(106)と、主にはウェーブガイド(105)の中に位置
しているが、移行ウェーブガイド(106)の中に延びて
いるテーパの付けられた末端(108)を有している第1
の誘電性ロッド(107)とを有する。誘電性のテーパ付
きの末端(108)の周りには、空気よりも大きいが、誘
電性ロッド(107)のそれより小さい誘電特性を有する
誘電性緩衝プラグ(109)が配置されている。円形のウ
ェーブガイド(105)は、フランジ(110)で終端してお
り、ロッド(107)は、フランジ(110)を超えて結合部
(111)まで延びている。
プローブが2つの部分に形成されていることを除けば、
図1および2を参照して記載したものと同様である。図
3において、マイクロ波プローブ(101)は、誘電体の
入力段(102)および誘電体の出力段(103)を有してい
る。入力段(102)は、一端に第1の直径を有する円形
のウェーブガイド(104)と、他端に、プローブ用途に
に従って決定した直径であるより小さい第2の直径を有
する円形のウェーブガイド(105)とを含んでいる。ウ
ェーブガイド(104)とより小さい直径のウェーブガイ
ド(105)との間の移行部は、円錐台形のウェーブガイ
ド(106)と、主にはウェーブガイド(105)の中に位置
しているが、移行ウェーブガイド(106)の中に延びて
いるテーパの付けられた末端(108)を有している第1
の誘電性ロッド(107)とを有する。誘電性のテーパ付
きの末端(108)の周りには、空気よりも大きいが、誘
電性ロッド(107)のそれより小さい誘電特性を有する
誘電性緩衝プラグ(109)が配置されている。円形のウ
ェーブガイド(105)は、フランジ(110)で終端してお
り、ロッド(107)は、フランジ(110)を超えて結合部
(111)まで延びている。
誘電性の出力段(103)は、第2の誘電性のロッド(1
12)を含んでおり、その内側にある末端は、結合部(11
1)において誘電性のロッド(107)の末端と当接してい
る。出力段(103)には、フランジ(110)からプローブ
(101)の自由端の方向に延びているもう一つのウェー
ブガイド(113)が設けられている。しかしながら、ウ
ェーブガイド(113)は、プローブ(101)の自由端の一
寸前で止まり、露出アンテナ部分(114)を残してい
る。露出アンテナ部分(114)とウェーブガイド(113)
には、PTFEあるいは第1の実施例に関するような適切な
他の材料からなる保護用の被覆(115)が設けられてい
る。動作温度を感知するために、プローブ(1)は、熱
電対線温度感知手段(130)を含んでいる。温度感知手
段(130)は、フランジ(110)のところで温度センサイ
ンタフェース(116)に結合されている。
12)を含んでおり、その内側にある末端は、結合部(11
1)において誘電性のロッド(107)の末端と当接してい
る。出力段(103)には、フランジ(110)からプローブ
(101)の自由端の方向に延びているもう一つのウェー
ブガイド(113)が設けられている。しかしながら、ウ
ェーブガイド(113)は、プローブ(101)の自由端の一
寸前で止まり、露出アンテナ部分(114)を残してい
る。露出アンテナ部分(114)とウェーブガイド(113)
には、PTFEあるいは第1の実施例に関するような適切な
他の材料からなる保護用の被覆(115)が設けられてい
る。動作温度を感知するために、プローブ(1)は、熱
電対線温度感知手段(130)を含んでいる。温度感知手
段(130)は、フランジ(110)のところで温度センサイ
ンタフェース(116)に結合されている。
実施例によって開示されたプローブ(101)は、子宮
内膜の切除のためのプローブであり、子宮内へのプロー
ブの挿入を容易にするために、プローブ(101)は、ウ
ェーブガイド(113)の各側面に1つ固定されている2
つの気球カテーテル(117;1つのみ示されている)を含
んでいる。そのカテーテル(117)には、空気管(118)
によって空気が供給され、空気管インタフェース(11
9)が、円形のウェーブガイド(105)の上のフランジ
(110)に近接して設けられている。
内膜の切除のためのプローブであり、子宮内へのプロー
ブの挿入を容易にするために、プローブ(101)は、ウ
ェーブガイド(113)の各側面に1つ固定されている2
つの気球カテーテル(117;1つのみ示されている)を含
んでいる。そのカテーテル(117)には、空気管(118)
によって空気が供給され、空気管インタフェース(11
9)が、円形のウェーブガイド(105)の上のフランジ
(110)に近接して設けられている。
図3のプローブのシステムは、図4で開示されたよう
に好ましくは配置される。その配置において、プローブ
(101)には、マイクロ周波数発生源(120)からの8〜
12GHzの領域にあるマイクロ波周波数の入力であって、
その信号が増幅器(121)によって増幅され、円形のウ
ェーブガイド(114)における入力誘電性段(112)に入
る前に調整回路網(122)を通過する入力が供給される
ことが分かる。調整回路網(122)は、負荷の与えられ
たプローブ(101)への電力の整合を制御し、その整合
は、電力メータ(123)を用いて監視される。パーソナ
ルコンピュータ装置(124)は、発生源(120)の周波数
を変化させ、要求された電力レベルを設定し、調整回路
網(122)を変化させて対象への最適な整合を達成する
ために用いられる。このことは、必要があれば、手動で
もなされ得よう。温度測定ユニット(125)は、インタ
フェース(116)を介して取得された、プローブ(101)
からの温度感知器示度を読み取り、これらをp.c.(12
4)のディスク上に格納するようにされている。治療中
に、温度データの実時間グラフを、モニタ(126)で見
ることができる。
に好ましくは配置される。その配置において、プローブ
(101)には、マイクロ周波数発生源(120)からの8〜
12GHzの領域にあるマイクロ波周波数の入力であって、
その信号が増幅器(121)によって増幅され、円形のウ
ェーブガイド(114)における入力誘電性段(112)に入
る前に調整回路網(122)を通過する入力が供給される
ことが分かる。調整回路網(122)は、負荷の与えられ
たプローブ(101)への電力の整合を制御し、その整合
は、電力メータ(123)を用いて監視される。パーソナ
ルコンピュータ装置(124)は、発生源(120)の周波数
を変化させ、要求された電力レベルを設定し、調整回路
網(122)を変化させて対象への最適な整合を達成する
ために用いられる。このことは、必要があれば、手動で
もなされ得よう。温度測定ユニット(125)は、インタ
フェース(116)を介して取得された、プローブ(101)
からの温度感知器示度を読み取り、これらをp.c.(12
4)のディスク上に格納するようにされている。治療中
に、温度データの実時間グラフを、モニタ(126)で見
ることができる。
子宮内でのプローブの操作を容易にするために、プロ
ーブ表面上のカテーテル(117)を膨張させるために、
充分な空気圧を供給するように動作可能である膨張ユニ
ット127が設けられている。
ーブ表面上のカテーテル(117)を膨張させるために、
充分な空気圧を供給するように動作可能である膨張ユニ
ット127が設けられている。
図5の実施例のプローブ140は、図3のものと同様で
あり、適切な類似の参照符号が用いられている。図の実
施例における主たる相違は、誘電性ロッド(107)を取
り囲むウェーブガイドが、温度感知のために、露出アン
テナ部分114の周りに巻き付けられた熱電対線142によっ
て形成されているということである。この場合も、フラ
ンジ110は、2つの部分144,146に分離可能であり、それ
ぞれは、熱電対インタフェース148への熱電対線142の結
合を可能にする熱電対コネクタを含んでいる。ウェーブ
ガイドとしても働くように、熱電対線142は、誘電性ロ
ッド107の長さ方向に沿って制御された放射を与えるよ
うに巻き付けられている。
あり、適切な類似の参照符号が用いられている。図の実
施例における主たる相違は、誘電性ロッド(107)を取
り囲むウェーブガイドが、温度感知のために、露出アン
テナ部分114の周りに巻き付けられた熱電対線142によっ
て形成されているということである。この場合も、フラ
ンジ110は、2つの部分144,146に分離可能であり、それ
ぞれは、熱電対インタフェース148への熱電対線142の結
合を可能にする熱電対コネクタを含んでいる。ウェーブ
ガイドとしても働くように、熱電対線142は、誘電性ロ
ッド107の長さ方向に沿って制御された放射を与えるよ
うに巻き付けられている。
図6の実施例は、単一のウェーブガイドがある別の装
置である。この装置において、マイクロ波プローブ201
は、誘電性材料203が充填された円形のウェーブガイド2
02を有している。ウェーブガイド202は、露出アンテナ
部分204を備えているプローブ201の末端の一寸前で止ま
っている。露出アンテナ部分204から離れたプローブ201
の末端の方向に、同軸供給線入力205と、誘電体の充填
されたウェーブガイド202を直接励起するウェーブガイ
ド励起突出部206とがある。プローブ201は、それが挿入
される身体対象に、ウェーブガイド202の壁に固定され
た調整用の突出部207によって整合させられている。
置である。この装置において、マイクロ波プローブ201
は、誘電性材料203が充填された円形のウェーブガイド2
02を有している。ウェーブガイド202は、露出アンテナ
部分204を備えているプローブ201の末端の一寸前で止ま
っている。露出アンテナ部分204から離れたプローブ201
の末端の方向に、同軸供給線入力205と、誘電体の充填
されたウェーブガイド202を直接励起するウェーブガイ
ド励起突出部206とがある。プローブ201は、それが挿入
される身体対象に、ウェーブガイド202の壁に固定され
た調整用の突出部207によって整合させられている。
前の実施例に関するように、プローブ201には、PTFE
あるいは他の適切な材料の保護用の被覆208が設けられ
る。特に図7に示した被覆の一つの形状の開示を直接参
照されたい。温度感知器209は、被覆208とウェーブガイ
ド202の間に設けられ、温度表示信号を制御部(不図
示)に帰還させる。
あるいは他の適切な材料の保護用の被覆208が設けられ
る。特に図7に示した被覆の一つの形状の開示を直接参
照されたい。温度感知器209は、被覆208とウェーブガイ
ド202の間に設けられ、温度表示信号を制御部(不図
示)に帰還させる。
図7には、図3〜図5の実施例と同様な実施例が示さ
れており、プローブ301は、小さな直径の第1のウェー
ブガイド302と、より大きな直径の第2のウェーブガイ
ド303と、両方の間にある円錐台形状の移行ウェーブガ
イド304とを含んでいる。第1のウェーブガイドは、誘
電性ロッド305を含んでおり、その一端306は、移行部に
おいてテーパを付けられ、その他端は、露出アンテナ部
分307を与えている。それぞれのウェーブガイドは、フ
ランジ部品308,309によって相互接続されている。第1
のウェーブガイド302は、望ましい周波数のマイクロ波
エネルギに対し実質的に透過性である生物医学的に不活
性な材料からできた被覆310によって保護されている。
被覆310は、プローブの使用後毎に取り外し交換可能な
ように、フランジ309と相互接続できるようにされてい
る。第2のウェーブガイド303は、同軸ケーブル312から
入力を受ける励起突出部311を含んでいる。被覆310とフ
ランジ309との間の相互接続は、概略的に図面で示され
ているが、取り外しに際しては被覆310に破壊を生じさ
せる犠牲的結合部を有する。たとえば、それは、係合は
可能にするが、破壊なき取り外しには抵抗する、協働す
る楔付きリブ被覆310及びフランジ309に有していてもよ
い。
れており、プローブ301は、小さな直径の第1のウェー
ブガイド302と、より大きな直径の第2のウェーブガイ
ド303と、両方の間にある円錐台形状の移行ウェーブガ
イド304とを含んでいる。第1のウェーブガイドは、誘
電性ロッド305を含んでおり、その一端306は、移行部に
おいてテーパを付けられ、その他端は、露出アンテナ部
分307を与えている。それぞれのウェーブガイドは、フ
ランジ部品308,309によって相互接続されている。第1
のウェーブガイド302は、望ましい周波数のマイクロ波
エネルギに対し実質的に透過性である生物医学的に不活
性な材料からできた被覆310によって保護されている。
被覆310は、プローブの使用後毎に取り外し交換可能な
ように、フランジ309と相互接続できるようにされてい
る。第2のウェーブガイド303は、同軸ケーブル312から
入力を受ける励起突出部311を含んでいる。被覆310とフ
ランジ309との間の相互接続は、概略的に図面で示され
ているが、取り外しに際しては被覆310に破壊を生じさ
せる犠牲的結合部を有する。たとえば、それは、係合は
可能にするが、破壊なき取り外しには抵抗する、協働す
る楔付きリブ被覆310及びフランジ309に有していてもよ
い。
図8a、図8b及び図8cの装置は、一回使用のみのための
無菌パックにおいて供給可能な、保護用の被覆300と、
使い捨てハンドル302とを採用している。保護用の被覆3
00と、使用後のハンドル302との処理を確実にするため
に、図1で例示されたように構成されたプローブ301
は、使用のためのハンドル302の中に収納されている。
ハンドル302は、蝶番接続点305,306において蝶番接続さ
れた2つの2分割部分303,304を有する。ハンドル302
は、マイクロ波吸収材料から成型され、蝶番接続された
2分割部分303,304は、図示のようにハンドルから突出
している第1の誘電体充填ウェーブガイド308及びアン
テナ部分309を残して、プローブ基部およびケーブル307
の周囲に折り曲げられている。
無菌パックにおいて供給可能な、保護用の被覆300と、
使い捨てハンドル302とを採用している。保護用の被覆3
00と、使用後のハンドル302との処理を確実にするため
に、図1で例示されたように構成されたプローブ301
は、使用のためのハンドル302の中に収納されている。
ハンドル302は、蝶番接続点305,306において蝶番接続さ
れた2つの2分割部分303,304を有する。ハンドル302
は、マイクロ波吸収材料から成型され、蝶番接続された
2分割部分303,304は、図示のようにハンドルから突出
している第1の誘電体充填ウェーブガイド308及びアン
テナ部分309を残して、プローブ基部およびケーブル307
の周囲に折り曲げられている。
ハンドル302の2つの2分割部分303,304は、突出して
いるウェーブガイド308およびアンテナ部分309を覆って
位置する保護用の被覆300によって、一緒に固定されて
いる。被覆300は、ハンドルの2分割部分303,304の上に
取り付けられ、結合部310を破壊することによってのみ
取り外し可能な犠牲的結合部310を有する。被覆300は、
マイクロ波に対して低損失である生物医学材料から成型
されている。
いるウェーブガイド308およびアンテナ部分309を覆って
位置する保護用の被覆300によって、一緒に固定されて
いる。被覆300は、ハンドルの2分割部分303,304の上に
取り付けられ、結合部310を破壊することによってのみ
取り外し可能な犠牲的結合部310を有する。被覆300は、
マイクロ波に対して低損失である生物医学材料から成型
されている。
使い捨てのハンドル302の使用を管理するために、お
よびシステムの治療日誌に対する使い捨て品目の参照と
するために、組み立てられたプローブがシステムホルス
タ313の中に置かれるとき、バーコードリーダ(不図
示)によって自動的に読み取り可能であるバーコード31
1が用いられる。そのホルスタ313は、図2を参照してよ
り詳しく記載したシステムの制御要素を含む台車314の
上に設けられている。例えば、制御キーパッド315、デ
ィスプレイ用アーム316、ディスプレイ317が図示されて
いる。
よびシステムの治療日誌に対する使い捨て品目の参照と
するために、組み立てられたプローブがシステムホルス
タ313の中に置かれるとき、バーコードリーダ(不図
示)によって自動的に読み取り可能であるバーコード31
1が用いられる。そのホルスタ313は、図2を参照してよ
り詳しく記載したシステムの制御要素を含む台車314の
上に設けられている。例えば、制御キーパッド315、デ
ィスプレイ用アーム316、ディスプレイ317が図示されて
いる。
ハンドル302と被覆300とがプローブとともに使用され
るということを確実にするために、ケーブル307は、ハ
ンドル302の上のスプリングスイッチ319によって動作す
る制御スイッチ318を好適には含んでいる。制御スイッ
チ318は、熱電対温度感知器322からの線321をも含むケ
ーブル307の中の線320を経て動作する。ハンドル302の
上のバーコード311は、同じものはなく、システムのソ
フトウェアは、処分、および各治療のためのハンドルと
被覆とを含む新しい無菌パックによる取り替えを確実に
するために2度目の使用を受け付けないように設計され
ている。所望の場合、被覆はバーコードを含んでいても
よいし、バーコードはデータ記録目的のためにバッチお
よび日付情報を含んでいてもよい。
るということを確実にするために、ケーブル307は、ハ
ンドル302の上のスプリングスイッチ319によって動作す
る制御スイッチ318を好適には含んでいる。制御スイッ
チ318は、熱電対温度感知器322からの線321をも含むケ
ーブル307の中の線320を経て動作する。ハンドル302の
上のバーコード311は、同じものはなく、システムのソ
フトウェアは、処分、および各治療のためのハンドルと
被覆とを含む新しい無菌パックによる取り替えを確実に
するために2度目の使用を受け付けないように設計され
ている。所望の場合、被覆はバーコードを含んでいても
よいし、バーコードはデータ記録目的のためにバッチお
よび日付情報を含んでいてもよい。
ほとんどの用途において、特に本発明の好ましい方法
において、プローブは、対象に熱を加えるために使用さ
れるであろう。対象が生物学的性質のものであるときに
は、幾つかの図面において示されるようなプローブ本体
の中への温度感知器の追加は、安全のために重要であ
り、モニタは、帰還制御システムおよびデータ記録シス
テムに対する入力となりうる実際の場所の温度読み取り
を可能にする。
において、プローブは、対象に熱を加えるために使用さ
れるであろう。対象が生物学的性質のものであるときに
は、幾つかの図面において示されるようなプローブ本体
の中への温度感知器の追加は、安全のために重要であ
り、モニタは、帰還制御システムおよびデータ記録シス
テムに対する入力となりうる実際の場所の温度読み取り
を可能にする。
使用においては、模式的な図9aおよび図9bを参照する
と、本発明のプローブ401は、マイクロ波周波数発生器
から、8〜12GHzの領域のマイクロ波周波数の入力が供
給される。第1のウェーブガイド内の誘電性材料402
は、過度の反射を起こさない滑らかな移行を最適化す
る。プローブ401には、操作者による操作を可能にさ
せ、図8a、図8b及び図8cの参照を参照して実施例によっ
て説明したような無菌一回使用を提供するハンドルが好
適には設けられている。
と、本発明のプローブ401は、マイクロ波周波数発生器
から、8〜12GHzの領域のマイクロ波周波数の入力が供
給される。第1のウェーブガイド内の誘電性材料402
は、過度の反射を起こさない滑らかな移行を最適化す
る。プローブ401には、操作者による操作を可能にさ
せ、図8a、図8b及び図8cの参照を参照して実施例によっ
て説明したような無菌一回使用を提供するハンドルが好
適には設けられている。
患者は、必要に応じて子宮404の子宮内膜層403を収縮
させるために東洋された薬によって処置される。頚部40
5は広げられ、外科医はそこで、治療のための領域を決
定する目的で子宮404の深さを決定するために器具(不
図示)を挿入する。次に、プローブ401は、子宮404の中
に挿入され、プローブ先端406は、概略的に図示される
ようにプローブの長さ上の目印407を用いて位置付けさ
れる。
させるために東洋された薬によって処置される。頚部40
5は広げられ、外科医はそこで、治療のための領域を決
定する目的で子宮404の深さを決定するために器具(不
図示)を挿入する。次に、プローブ401は、子宮404の中
に挿入され、プローブ先端406は、概略的に図示される
ようにプローブの長さ上の目印407を用いて位置付けさ
れる。
処置具先端(applicator tip)が生物学的組織の中に
置かれるとき、組織409の中に生じた場の形状(field s
hape)408は、図9aにおいて概略的に図示されるように
プローブ先端406の誘電体の表面から4〜5mmの均一の球
体状の形となり得る。組織409の電磁加熱は、この球体
の中で起こるだけである。
置かれるとき、組織409の中に生じた場の形状(field s
hape)408は、図9aにおいて概略的に図示されるように
プローブ先端406の誘電体の表面から4〜5mmの均一の球
体状の形となり得る。組織409の電磁加熱は、この球体
の中で起こるだけである。
開示した具体的な治療においては、プローブ401は、
子宮404の基底部まで挿入され、プローブ401は、全ての
子宮内膜の内層(endometrial lining)を電磁場にさら
すために、ゆっくりと引き出される。露出プローブ先端
406から放射されたマイクロ波の電磁エネルギは、子宮
内膜43の局所領域を加熱し、治療の間、温度は温度感知
器によって継続的に監視される。従って、例えば、温度
を測定しながら、電力は9秒間オンに切り換えられ、次
に1秒間オフに切り換えられる。これに関する制御は手
動であってもよいが、光ファイバ温度測定システムと、
データ取得および制御手段とによって制御温度を維持す
るために自動制御システムを設けることも好ましい。
子宮404の基底部まで挿入され、プローブ401は、全ての
子宮内膜の内層(endometrial lining)を電磁場にさら
すために、ゆっくりと引き出される。露出プローブ先端
406から放射されたマイクロ波の電磁エネルギは、子宮
内膜43の局所領域を加熱し、治療の間、温度は温度感知
器によって継続的に監視される。従って、例えば、温度
を測定しながら、電力は9秒間オンに切り換えられ、次
に1秒間オフに切り換えられる。これに関する制御は手
動であってもよいが、光ファイバ温度測定システムと、
データ取得および制御手段とによって制御温度を維持す
るために自動制御システムを設けることも好ましい。
マイクロ波エネルギは、子宮内膜の組織によって強く
吸収され、周波数と電力とを制御することにより、吸収
の深さは、深さが約5mmである子宮内膜それ自体にのみ
制限され得る。このことは、周辺組織における物理的な
傷害あるいは放射の影響が避けられるという利点を有す
る。プローブ401の上の目印407は、治療中に子宮腔にお
いてプローブ先端406がどこにあるかを外科医が知る助
けになる。
吸収され、周波数と電力とを制御することにより、吸収
の深さは、深さが約5mmである子宮内膜それ自体にのみ
制限され得る。このことは、周辺組織における物理的な
傷害あるいは放射の影響が避けられるという利点を有す
る。プローブ401の上の目印407は、治療中に子宮腔にお
いてプローブ先端406がどこにあるかを外科医が知る助
けになる。
治療時間は、恐らく20分以下になり、婦人科医の所要
時間を短くし、患者の病院における時間を最小に、典型
的には1日あるはそれ以下にすることを可能にする。治
療された子宮内膜は、瘢痕組織として残される。
時間を短くし、患者の病院における時間を最小に、典型
的には1日あるはそれ以下にすることを可能にする。治
療された子宮内膜は、瘢痕組織として残される。
本発明を、60℃を超える温度を達成するために、低電
力、例えば60ワットを用いる実質的に連続的な加熱を用
いて説明したが、マイクロ波電磁エネルギは、パルスマ
グネトロンによってもっと高い電力をパルスとしてもよ
い。これは、各パルスがおよそ1ミリ秒の間隔で数マイ
クロ秒(microseconds)のキロワット電力のパルスを与
える。例えば、1ミリ秒の間隔で1マイクロ秒の間に80
キロワットのピーク出力をもつパルスを与えることが可
能であろう。
力、例えば60ワットを用いる実質的に連続的な加熱を用
いて説明したが、マイクロ波電磁エネルギは、パルスマ
グネトロンによってもっと高い電力をパルスとしてもよ
い。これは、各パルスがおよそ1ミリ秒の間隔で数マイ
クロ秒(microseconds)のキロワット電力のパルスを与
える。例えば、1ミリ秒の間隔で1マイクロ秒の間に80
キロワットのピーク出力をもつパルスを与えることが可
能であろう。
パルス化することは、治療されている領域への血流を
増加させて冷却するという、組織の連続的な加熱に対す
る身体の自然の反応に対処する利点を有するであろう。
従って、連続的な加熱は、増加した血流の影響が最小化
され、あるいは最初は生起されないパルス化された加熱
ほどには、細胞を破壊することにおいて効果的ではない
であろう。
増加させて冷却するという、組織の連続的な加熱に対す
る身体の自然の反応に対処する利点を有するであろう。
従って、連続的な加熱は、増加した血流の影響が最小化
され、あるいは最初は生起されないパルス化された加熱
ほどには、細胞を破壊することにおいて効果的ではない
であろう。
図面から、本発明のプローブは、制御された方法でマ
イクロ波電磁エネルギを伝播し放射するように設計され
ているということが分かるであろう。その設計では、使
用されるマイクロ波周波数および誘電性材料の電気的特
性によって決まる寸法を有する円形のウェーブガイドの
中に誘電性材料を用いる。好ましい誘電性材料は、子宮
の狭い頚部に適合するアンテナ直径を有するアルミナで
ある。しかし、より高い誘電率を有する材料を選択すれ
ば、この直径はより小さく形成できる。誘電性材料は、
セラミック、プラスチックス、あるいは他の適切な材料
であってよい。
イクロ波電磁エネルギを伝播し放射するように設計され
ているということが分かるであろう。その設計では、使
用されるマイクロ波周波数および誘電性材料の電気的特
性によって決まる寸法を有する円形のウェーブガイドの
中に誘電性材料を用いる。好ましい誘電性材料は、子宮
の狭い頚部に適合するアンテナ直径を有するアルミナで
ある。しかし、より高い誘電率を有する材料を選択すれ
ば、この直径はより小さく形成できる。誘電性材料は、
セラミック、プラスチックス、あるいは他の適切な材料
であってよい。
誘電性材料の選択により、プローブの直径が決まる
が、露出アンテナ部分の先端は、望ましい放射パターン
を達成するように形作られる。さらに、保護用の被覆の
外形は、特別な形をした対象の中で、放射のより正確な
適用範囲を与えるように形作ることができる。ある応用
においては、プローブの全体又は部分が、対象の至る所
によりよい放射適用範囲を与えるために、旋回あるいは
回転するように設計されてもよい。したがって、プロー
ブの形と寸法の注意深い設計により、それを適用すべき
特定の対象に整合させ、エネルギ損失と高熱点とを発生
させる可能性のある定在波の影響を軽減させる。この最
適整合化は、対象の形と寸法との変化によって変わり得
る。調整は、調整ねじをアンテナ/ウェーブガイド本体
に導入することにより、あるいは特別に設計した金属調
整ワッシャを誘電体/アンテナアセンブリの中に追加す
ることにより実行できる。
が、露出アンテナ部分の先端は、望ましい放射パターン
を達成するように形作られる。さらに、保護用の被覆の
外形は、特別な形をした対象の中で、放射のより正確な
適用範囲を与えるように形作ることができる。ある応用
においては、プローブの全体又は部分が、対象の至る所
によりよい放射適用範囲を与えるために、旋回あるいは
回転するように設計されてもよい。したがって、プロー
ブの形と寸法の注意深い設計により、それを適用すべき
特定の対象に整合させ、エネルギ損失と高熱点とを発生
させる可能性のある定在波の影響を軽減させる。この最
適整合化は、対象の形と寸法との変化によって変わり得
る。調整は、調整ねじをアンテナ/ウェーブガイド本体
に導入することにより、あるいは特別に設計した金属調
整ワッシャを誘電体/アンテナアセンブリの中に追加す
ることにより実行できる。
保護用の被覆は、好ましくは、無菌で1回使用のもの
であり、使い捨て設計は、身体と接触するプローブの全
ての部分に、医学的に不活性な外部被覆を提供するため
に採用される。材料は、医学的に不活性で、マイクロ波
周波数において低損失であり、過酷な化学物質や高温に
対する長期暴露に耐え、また、製造成型技術にふさわし
いものである。保護用の被覆は、相互汚染を防ぎ、追跡
可能性を提供する目的で、1回使用を確実にするため
に、好適にはバーコードを含んでいる。
であり、使い捨て設計は、身体と接触するプローブの全
ての部分に、医学的に不活性な外部被覆を提供するため
に採用される。材料は、医学的に不活性で、マイクロ波
周波数において低損失であり、過酷な化学物質や高温に
対する長期暴露に耐え、また、製造成型技術にふさわし
いものである。保護用の被覆は、相互汚染を防ぎ、追跡
可能性を提供する目的で、1回使用を確実にするため
に、好適にはバーコードを含んでいる。
バーコードの他、個別同定手段は、他の適切な手段、
例えば、所望の場合、保護用の被覆および/またはハン
ドルの材料の中に埋め込まれてもよい受動的な電子式の
トランスポンダを有していてもよい。
例えば、所望の場合、保護用の被覆および/またはハン
ドルの材料の中に埋め込まれてもよい受動的な電子式の
トランスポンダを有していてもよい。
フロントページの続き (72)発明者 イーバンス,マーティン イギリス,ジーウェント NP1 7A A,リスカ,ラグラン ストリート 19 番地 (72)発明者 シャープ,ニコラス イギリス,エイボン BA1 3NG, バス,クーム パーク,ザ ロイヤル ユナイテッド ホスピタル(番地なし) (72)発明者 スミス,スザンヌ イギリス,エイボン BS4 3LX, ブリストル,ブリスリントン,レプトン ロード 78番地 (58)調査した分野(Int.Cl.6,DB名) A61N 5/02
Claims (17)
- 【請求項1】予め定められた周波数のマイクロ波信号入
力を受ける手段と、前記周波数のマイクロ波を通常は通
過させない断面寸法を有する、前記マイクロ波周波数入
力を受け取り伝播する第1のウェーブガイドと、その誘
電率が前記ウェーブガイドの遮断周波数を望ましいモー
ドのマイクロ波を通過させるように変化させる、前記第
1のウェーブガイド内の誘電性材料と、プローブからの
波の送出を制御するアンテナを形成するプローブの作動
末端またはその近辺における誘電性材料の部分とを含
む、マイクロ波周波数の電磁放射線を身体に照射するた
めのプローブ。 - 【請求項2】誘電性材料が第1のウェーブガイドを超え
て外側に延び、プローブのアンテナ部分を形成する請求
項1に記載のプローブ。 - 【請求項3】露出アンテナ部分の先端が所望の放射パタ
ーンを達成するように形作られている請求項2に記載の
プローブ。 - 【請求項4】第1のウェーブガイドが、断面が円形であ
るウェーブガイドである請求項1、2または3に記載の
プローブ。 - 【請求項5】マイクロ波信号を受ける手段が、第1のウ
ェーブガイドよりも大きな断面寸法を有し空気で満たさ
れた第2のウェーブガイド、および、第1及び第2のウ
ェーブガイドの間のインターフェースでの反射が最小に
なるマイクロ波伝送が起こるように第1のウェーブガイ
ドと第2のウェーブガイドを相互接続するテーパ付きの
ウェーブガイド部分を有する請求項1〜4のいずれかに
記載のプローブ。 - 【請求項6】誘電性材料が、テーパ付きのウェーブガイ
ド部分内で、反射が最小になるマイクロ波伝送が起こる
ようにテーパ形状となっている請求項5に記載のプロー
ブ。 - 【請求項7】テーパ付きのウェーブガイド部内に誘電性
の緩衝部をさらに有し、緩衝部の誘電率は、空気よりも
大きく、誘電性材料よりは小さい、請求項6に記載のプ
ローブ。 - 【請求項8】第2のウェーブガイドが、プローブが挿入
される身体の負荷にアンテナを整合させる手段を提供す
る調整用突出部を有する請求項5〜7のいずれかに記載
のプローブ。 - 【請求項9】単一のウェーブガイドが設けられ、マイク
ロ波入力を受ける手段が、所望のより小さい断面寸法の
誘電体充填ウェーブガイドを直接励起する請求項1、
2、3または4に記載のプローブ。 - 【請求項10】マイクロ波入力を受ける手段が、同軸供
給線入力と、誘電体の充填されたウェーブガイドを直接
励起するウェーブガイド励起突出部を有する請求項9に
記載のプローブ。 - 【請求項11】プローブが、それが挿入される身体の負
荷に、ウェーブガイドの壁に固定された調整用突出部に
よって整合させられている請求項9または10に記載のプ
ローブ。 - 【請求項12】温度感知手段を有する請求項1〜11のい
ずれかに記載のプローブ。 - 【請求項13】温度感知手段が、第1のウェーブガイド
と保護用被覆との間に設けられる請求項12に記載のプロ
ーブ。 - 【請求項14】温度感知手段が、プローブの長さ方向に
沿った異なる位置に設けられたセンサを含み、異なる位
置の温度を検出する請求項13に記載のプローブ。 - 【請求項15】使用中のプローブを包み込む保護用被覆
を有する請求項1〜14のいずれかに記載のプローブ。 - 【請求項16】保護用被覆が、身体と接触するプローブ
の全ての部分に、医学的に不活性な外部被覆を提供する
請求項15に記載のプローブ。 - 【請求項17】保護用被覆が、無菌で1回使用用の使い
捨ての被覆であり、かつ、使用時には前記プローブを覆
ってプローブの作動末端を包み込み、意図された作動周
波数におけるマイクロ波に対しては実質的に透過性であ
るチューブ体と、プローブの使用中にその被覆を所定の
位置に固定し、プローブの使用後にその被覆を取り外し
捨てることのできる手段とを有する請求項15に記載のプ
ローブ。
Applications Claiming Priority (5)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
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